JP6251250B2 - 流量計測システム及び方法 - Google Patents

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Description

本発明は、患者の脈管構造系内における流量を計測するシステム及び方法を提供する。
(関連出願)
本出願は、2012年5月25日付けで出願された米国仮特許出願第61/651,972号及び2012年5月25日付けで出願された米国仮特許出願第61/651,930号の優先権を主張するものであり、これらの特許文献の内容は、引用により、そのすべてが本明細書に包含される。

診断値は、患者の脈管構造内における流量の理解に基づいており、診断値は、患者の血管内における閉塞の識別及び特定を支援することになる。熱希釈は、患者の血管を通じた流量を判定するべく使用してもよい1つの方法であり、且つ、一般には、心臓内においてのみ使用される肺動脈カテーテルとも呼ばれるスワンガンツカテーテルを使用して実行される。熱希釈は、加熱又は冷却された流体を心臓に導入した後に下流の温度の変化を計測することにより、心臓の心拍出量を判定する。心拍出量は、計測された温度の変化に基づいて判定される。血管内の流量を判定するその他の方法には、超音波及びドップラー効果を使用して血管を通じた血液の速度を判定するドップラー法が含まれる。但し、ドップラー法は、患者の脈管構造内において発生しうる逆流又はその他の荒い速度変動によって誘発される誤差の影響を受け易い。又、血管を通じた流量は、部分血流予備量(Fractional Flow Reserve:FFR)法を使用することにより、推定されてもよい。FFR法は、通常、血管内の損傷に跨って圧力を計測することによって流量を推定している。FFR計測は、充血の際に(例えば、血管の薬剤によって誘発された膨張の際に)実行されることから、FFR法は、血管を通じた流量を計測するのではなく、むしろ、流速を近似/推定している。

IVUSは、受け取った電気信号に基づいて超音波エネルギーを放出すると共に様々な血管内構造によって反射された超音波エネルギーに基づいてリターン電気信号を送信する1つ又は複数の超音波トランスデューサを伴っている。IVUSは、しばしば、画像を生成するべく使用されている。いくつかの例においては、高分解能ディスプレイを有するコンソールにより、リアルタイムでIVUS画像を表示することができる。この結果、IVUSを使用し、冠動脈管腔、冠動脈壁の形態、及び冠動脈壁の表面における又はその近傍におけるステントなどの装置を含む血管構造及び管腔の生体内視覚化を提供することができる。IVUS撮像を使用し、冠動脈疾病を含む罹病血管を視覚化してもよい。いくつかの例においては、1つ又は複数の超音波トランスデューサは、相対的に高い周波数(例えば、10MHz〜60MHzであり、いくつかの好適な実施形態においては、40MHz〜60MHz)において動作することが可能であり、且つ、IVUSカテーテルの遠位端近傍において担持することができる。いくつかのIVUSシステムは、360度の視覚化のためにIVUSカテーテルを機械的に回転させるステップを伴っている。

相対的に高い周波数のIVUS撮像システム及び光干渉断層法(Optical Coherence Tomography:OCT)システムの出現に伴い、血管の画像の精度は、血液が血管の管腔から変位した際に、格段に改善される。従って、撮像システムは、血管の撮像の前に、洗浄剤を血管内に供給するように構成された注入システムを含んでもよい。

本開示は、一般に、撮像法を使用して血管を通じた流量を計測するべく使用しうるシステム及び方法に関する。特定の例においては、血管内超音波(IntraVacular UltraSound:IVUS)、光干渉断層法(OCT)、又はその他の適切な撮像法を利用した計測システムを使用し、血管を通じた流量を判定してもよい。一例においては、計測システムの注入器システムは、洗浄剤のボーラスを患者の血管内に供給してもよく、且つ、ボーラスは、例えば、超音波トランスデューサを使用して観察されてもよい。超音波トランスデューサから収集されたデータを使用し、血管内におけるボーラスの移動距離及びボーラスがこの距離を移動した経過時間を判定してもよい。次いで、移動距離及びボーラスが移動した経過時間に基づいて、血管の流速を判定してもよい。いくつかの例においては、血管の断面積及びボーラスの容積が判明するか又は算出された場合に、移動距離を導出してもよい。

本開示において開示されている例は、患者の脈管構造内の流速を判定するための既存のシステム及び方法との比較において、1つ又は複数の利点を提供することになろう。例えば、流量は、撮像カテーテル(例えば、IVUS又はOCTカテーテル)を収容するべく十分に大きい任意の血管内において計測されてもよい。更には、いくつかの例は、流量の近似又は予測を提供するシステム及び方法との比較において、血管におけるボーラスの移動の速度を観察することにより、流量を実際に計測している。又、いくつかの例における流量計測は、流量を計測及び算出するべく、処置とは無関係の方法との比較において血管内撮像動作の際に流量計測を実行するという利点を提供する市販の撮像システムを使用することにより、実行されてもよい。更には、流量計測を必要としている潜在的な課題を別の手順のスケジューリングや更なる機器の使用を要することなしに即座に実行してもよいことから、撮像動作の際に流量を計測する能力は、診断時間を低減する。従って、患者及び医療提供者は、費用の節約及び時間の節約を享受することになろう。

添付の図面及び以下の説明には、1つ又は複数の例の詳細が述べられている。その他の特徴、目的、及び利点については、説明及び図面、並びに、請求項から明らかとなろう。

血流力学的計測を実行するように構成された例示用のシステムである。 血流力学的計測を実行するように構成された例示用のIVUSシステムのブロックダイアグラムである。 図2のIVUSシステムにおいて使用してもよい例示用のカテーテル組立体の側断面図である。 例示用のカテーテル組立体の遠位セクションの側断面図である。 患者の血管を通じた流速を判定する方法を示す流れ図である。 患者の血管内のカテーテル組立体の断面図である。 患者の血管内のカテーテル組立体の断面図である。 患者の血管内のカテーテル組立体の断面図である。 時間に伴って計測エンジンによって生成されたスペックル密度のプロットである。 撮像のために血管から血液を手動で除去する技法を示す。 撮像のために血管から血液を自動的に除去する技法を示す。

以下の詳細な説明は、その特性が例示を目的としており、且つ、本発明の範囲、適用性、又は構成を決して限定することを意図したものではない。むしろ、以下の説明は、本発明の例を実装するためのいくつかの実際的な例示を提供している。構造、材料、寸法、及び製造プロセスの例は、選択された要素のために提供されており、且つ、すべてのその他の要素は、当業者には既知のものを利用している。当業者は、の多くが、ことを認識することになろう。

図1は、患者の脈管構造内における、例えば、流量などの血流力学的計測を実行するように構成されうるシステム100の例示を目的とした例である。システム100は、近位端104と、患者144の血管内に挿入されるように構成された遠位端106と、を有するカテーテル組立体102を含んでもよい。一例においては、カテーテル組立体102は、大腿動脈を介して患者144内に挿入されてもよく、且つ、患者144内の対象のエリアにガイドされてもよい。図1の破線は、患者144の内部におけるカテーテル組立体102の部分を表している。いくつかの例においては、カテーテル組立体102は、例えば、患者144内の対象のエリアを撮像するべく、波動に基づいたエネルギーを放出すると共に受け取り且つ計測データを生成するように構成された計測モジュールを有する血管内計測装置108を遠位端106内に含んでもよい。例えば、システム100がIVUSシステムである場合には、血管内計測装置108は、超音波エネルギーを放出すると共に受け取り且つ超音波データを生成するように構成された超音波トランスデューサを含むIVUS撮像プローブを有してもよい。別の例においては、システム100は、OCTシステムであってもよく、この場合には、血管内計測装置は、光を放出すると共に受取り且つOCTデータを生成するように構成された計測モジュールを含むOCT撮像プローブを有してもよい。

システム100は、平行運動メカニズム119を含んでもよく、平行運動メカニズム119は、患者インターフェイスモジュール(Patient Interface Module:PIM)120と、線形平行運動システム(Linear Translation System:LTS)122と、を有してもよい。以下に更に説明するように、LTS122は、カテーテル組立体122と機械的に係合されてもよく、且つ、例えば、引戻し又は押出し動作などの平行運動動作の際に、カテーテル組立体102を患者144内において制御された距離だけ平行運動させるように構成されてもよい。この例においては、平行運動メカニズム119のPIM120は、カテーテル組立体102との間におけるインターフェイスとして機能することができる。

システム100の演算装置140は、システムユーザー142からコマンドを受け取ると共に/又はユーザーインターフェイスを介してカテーテル組立体102から取得したデータを表示するように構成された1つ又は複数のプロセッサを有してもよい。一例においては、演算装置は、システムユーザー142から入力を受け取ると共にシステム情報及び/又はカテーテル組立体102から受け取った信号(例えば、描画された画像)を出力するべく、コンピュータ周辺装置(問えば、キーボード、マウス、電子ディスプレイ)を含むパーソナルコンピュータであってもよい。いくつかの例においては、演算装置のユーザーインターフェイスは、入力装置と出力装置の両方として機能するように構成されたタッチスクリーンディスプレイであってもよい。いくつかの例においては、演算装置140は、1つ又は複数のプロセッサによって実行可能である命令又はソフトウェアを保存するためのメモリモジュールを含んでもよい。例えば、演算装置140は、演算装置140が患者の脈管構造内において流量を計測するための計測エンジンとして動作するように、ソフトウェアを含んでもよい。

図2は、血流力学的計測を実行するべく使用されうるIVUSシステム200の一例の概略ブロックダイアグラムである。IVUSシステム200は、計測エンジン210、PIM230、LTS220、及びカテーテル組立体240を含むことができる。計測エンジン210は、IVUSシステム200の中央コンポーネントであってもよく、且つ、例えば、血流力学的計算、画像生成、IVUS画像及びその他の情報の表示、システムコンポーネントの制御、画像データの保存及びエクスポート、システムを動作せるためのユーザーインターフェイス(例えば、GUI)、分析ツール(例えば、面積計測、線形計測、及び付注)などを含む1つ又は複数の機能を実行してもよい。いくつかの例においては、計測エンジンは、1つ又は複数のプログラム可能なプロセッサを有する演算装置であってもよい。いくつかの例においては、計測エンジンは、1つ又は複数のプログラム可能なプロセッサによって実行されうる命令(例えば、ソフトウェア)を含む1つ又は複数のメモリモジュールを有してもよい。

PIM230は、カテーテル組立体240と計測エンジン210の間の電気機械的インターフェイスを提供することができる。いくつかの実施形態においては、PIM230は、カテーテル組立体240を固定するための機械的インターフェイスのみならず、カテーテル組立体240の撮像組立体を回転させるための機械的エネルギーをも、提供することができる。いくつかの実施形態においては、PIM230は、統合された超音波生成器からカテーテル組立体240に信号を送信すると共にリターン信号を受け取る電気インターフェイスを提供することができる。

カテーテル組立体240は、最小限に侵襲的な血管内超音波撮像カテーテルであってもよい。カテーテル組立体240は、その遠位先端部におけるトランスデューサから超音波エネルギーを放出することが可能であり、超音波エネルギーは、例えば、心臓の冠動脈などの患者の対象のエリア内にガイドされてもよい。血管組織から反射された超音波は、トランスデューサによって受け取ることが可能であり、且つ、PIM230を通じて計測エンジン210に送信することができる。カテーテル組立体240は、ユーザーの好み又は特定の用途に応じて、40MHz又は60MHzなどの選択された周波数において動作させてもよい。いくつかの実施形態においては、カテーテル組立体240は、シースによって取り囲まれた駆動ケーブルを含むことができる。このようないくつかの実施形態においては、カテーテル組立体240の近位端は、PIM230に接続することが可能であり、且つ、PIM230によって機械的に回転させることができる。いくつかの実施形態においては、カテーテル組立体240の遠位端は、駆動ケーブルに接続されると共にこれによって360度にわたって回転される撮像要素を有する血管内計測装置を含んでもよい。撮像要素は、ユーザーによる選択が可能な設定に応じて、例えば、40MHz〜60MHzの超音波エネルギーを放出すると共に受け取る広帯域超音波トランスデューサであってもよい。超音波トランスデューサが音響エネルギーを放出すると共に受け取る周波数は、用途に基づいて変化しうることが理解されよう。いくつかの駆動ケーブルは、PIM230を超音波トランスデューサに対して電気的に接続する電気送信ラインを収容している。機械的に回転する駆動ケーブルを有する実施形態においては、撮像要素は、360度にわたって継続的にスキャン(回転)することができる。

画像の取得を開始するべく、PIM230は、電気信号(例えば、高周波パルス)を送信ラインを通じて超音波トランスデューサに送信することができる。「ライブ」撮像の際には、この高周波パルスをトランスデューサに定期的且つ継続的に送信し、トランスデューサを励起することができる。トランスデューサは、電気信号を超音波エネルギーパルス又は圧力波に変換することができる。いくつかの例においては、圧力波は、カテーテルの細長い撮像ウィンドウを通じて、且つ、隣接する血管組織内に、送信される。血管組織は、圧力波と相互作用することが可能であり、且つ、撮像ウィンドウを通じて、且つ、トランスデューサ上に、圧力波を反射して戻すことができる。トランスデューサは、受け取った超音波エネルギーを電気エネルギーに変換して戻すことができる。次いで、電気エネルギーは、駆動ケーブルに埋め込まれた送信ラインを介してPIM230に返送することが可能であり、且つ、次いで、血流力学的計測のために計測エンジン210に返送することができる。

いくつかの例は、カテーテルシースを運動させることなしに撮像組立体を前進又は退却させることにより、単一の手順において対象の複数の領域の撮像を許容するカテーテル組立体内に統合された望遠鏡組立体を含む。トランスデューサは、望遠鏡組立体を伸長及び圧縮することにより、撮像ウィンドウに沿って長手方向において平行運動させることができる。このシステムは、カテーテルシースを運動させることなしに、動脈の長さに沿った撮像を許容する。長手方向の平行運動は、システムユーザーによって手動で、或いは、モーター化された制御下において、実行することができる。動力化された長手方向の平行運動は、較正された3次元容積データの取得を可能にする。この結果、計測エンジン210は、調査対象である動脈の長さに沿った距離を正確に計測することができる。

いくつかの例においては、長手方向の平行運動は、制御された速度における撮像要素の引戻しを可能にするべくPIM及びカテーテル組立体240と結合している線形平行運動システム(LTS)220により、提供されている。LTS220は、長手方向の画像上における計測のために較正済みの線形平行運動を提供することができる。LTS220は、ディスプレイを有してもよく、ディスプレイは、移動した線形距離及び引戻し速度のみならず、引戻しの起動/停止、引戻し速度の設定、移動した線形距離のゼロへのリセット、及び手動モードへの切り替えのためのコントロールをも、示している。手動モードにおいては、システムユーザーは、カテーテル撮像要素を前後に自由に運動させることができる。別の例においては、LTS220は、制御された速度でカテーテル撮像要素の引戻し及び/又は押出しを可能にするように構成されてもよい。更に別の例においては、LTS220は、引戻し及び押出し動作を交互に実行することにより、カテーテル撮像要素を振動させるように構成されてもよい。

また、いくつかの例においては、IVUSシステム200は、患者の血管内に流体を供給するように構成された注入システム250を含んでもよい。いくつかの例においては、注入システム250は、1つ又は複数の流体(例えば、造影剤又は生理食塩水)を患者内に供給するように構成された自動化された注入器ポンプを有してもよい。いくつかの例においては、自動化された注入器ポンプは、計測エンジン210との電気的通信状態にあってもよく、且つ、これによって制御されてもよい。いくつかの例においては、注入器システム250は、自動化された注入器ポンプを制御するように構成されたコントローラを有してもよい。特定の例においては、注入システム250は、ユーザーが1つ又は複数の流体を患者内に手動で供給することを許容するように構成された手動注入ポンプ(例えば、注射器注入)であってもよい。後述するように、注入システム250は、注入システムからの流体がカテーテル組立体240を介して患者の脈管構造内に供給されるように、カテーテル組立体240との流体連通状態にあってもよい。理解できるように、注入システム250は、IVUSシステム200の特定の用途のために、適宜、任意の数の流体及び任意の量の流体を供給するように構成されてもよい。

図3Aは、図2のIVUSシステム200において使用しうるカテーテル組立体300の側断面図である。図3Aを再度参照すれば、上述のように、駆動ケーブル304は、コネクタ302を介して、PIM(図示されてはいない)に機械的に係合されてもよく、且つ、電気的に接続されてもよい。この結果、PIMを使用し、シース303内の駆動ケーブルを回転させてもよい。超音波トランスデューサ308を含む血管内計測装置309が、カテーテル組立体300の遠位セクション330内に配置されてもよい。血管内計測装置309は、駆動ケーブルの回転によって超音波トランスデューサ308がシース303内において回転するように、駆動ケーブルに結合されてもよい。超音波トランスデューサ308は、超音波エネルギーを放出すると共に受取り且つ超音波データを生成するように構成されてもよい。いくつかの例においては、カテーテル組立体300は、超音波トランスデューサ308によって放出される超音波エネルギーの周波数にとっては実質的に透明である撮像ウィンドウ306を含んでもよい。

いくつかの例においては、カテーテル組立体300は、所定量の流体又は流体のボーラスを注入システムから患者の血管に供給するべく、注入システムとの流体連通状態にあってもよい。この例においては、カテーテル組立体300は、地点340の上流において注入システムとの流体連通状態にある注入カニューレ342を含むことができる。注入カニューレ342は、流体を血管内に供給するための注入カニューレ管腔344と、注入ポート346と、を含むことができる。注入システムは、流体(例えば、生理食塩水又は造影剤)の小さなボーラスを注入カニューレ管腔344内に、注入ポート346から外へ、そして、血管内に、供給してもよい。注入ポート346は、注入されたボーラスが、血管内の血流と共に(即ち、図3Aを参照した場合に、左から右へ)、超音波トランスデューサ308に向って移動するように、超音波トランスデューサ308の上流のカテーテル組立体の近位セクション320内に配置されてもよい。ボーラスは、超音波トランスデューサ308によって放出される波長にとっては実質的に透明であると共に血管の撮像を許容するべく血管から血液を除去するための洗浄剤として使用される流体を有してもよい。

図3Bは、カテーテル組立体の遠位セクション350の側断面図である。いくつかの例において、遠位セクション350は、図3Aのカテーテル組立体300内に含まれた遠位セクション330の代わりに使用されてもよい。遠位セクション350は、遠位セクション350が短いモノレールガイドワイヤシステム351を含むことができることを除いて、カテーテル組立体300の遠位セクション330に類似している。モノレールガイドワイヤシステムは、カテーテル組立体を患者の血管システム内にガイドするためにガイドワイヤ354を受け入れるように構成されたガイドワイヤ管腔356を形成する遠位端352を含んでもよい。異なる例は、カテーテル組立体の用途に応じて、異なるガイドワイヤを受け入れるように構成されてもよいことが理解されよう。人間の冠動脈の病変の試験を目的として最小限に侵襲的な血管内超音波撮像のためにカテーテルが使用される例においては、カテーテルは、6Fガイドカテーテルに対応可能な装置あってもよく、且つ、ガイドワイヤ係合システムは、市販の0.3556cm(0.014インチ)のガイドワイヤに対応可能なものであってもよい。いくつかの例においては、モノレールは、遠位放射線不透過性マーカー(図示されてはいない)を遠位セクション350内に含んでもよい。いくつかの例においては、放射線不透過性マーカーは、遠位端342内に配置されてもよい。いくつかの例においては、遠位放射線不透過性マーカーは、カテーテルの遠位端から8mmのところに配置されてもよい。いくつかの例においては、カテーテルの遠位先端部の進入プロファイルは、<2.0Fであってもよく、カテーテルの断面プロファイルは、3.2Fであってもよく、且つ、カテーテルの作動長は、142cmであってもよい。

いくつかの例においては、上述のシステム及び装置を使用し、患者の脈管構造の血流力学的計測を実行してもよい。図4は、患者の血管を通じた流速を判定する方法400を示す流れ図である。いくつかの例においては、方法400は、血液の速度及び/又は血管を通じた容積流速を判定するように構成されてもよい。図4の方法は、計測システムの計測エンジンによって完全に又は部分的に実装されてもよい。いくつかの例においては、計測システムは、図2のIVUSシステム200に類似したIVUSシステムであってもよい。再度図4を参照すれば、方法400は、所定量の流体を患者の血管内に供給するステップ410と、所定量の流体が血管内に存在している間にデータを生成するステップ420と、所定量の流体の移動距離を判定するステップ430と、データに基づいて経過時間を判定するステップ440と、移動距離及び経過時間に基づいて流速を算出するステップと、を含むことができる。計測される流速が容積流量である例においては、方法400は、容積流速を算出するステップ450の前に血管の物理寸法を判定するように444、構成されてもよい。

例えば、注入器システムは、流体のボーラスを患者の血管内に供給してもよく410、且つ、血管内計測装置を使用し、ボーラスが血管内に存在している間にデータ420を生成してもよい。いくつかの例においては、血管内におけるボーラスの移動距離は、既知であってもよく、或いは、生成されたデータ420を使用し、移動距離を判定してもよい(430)。又、いくつかの例においては、生成されたデータ420を使用し、ボーラスがその距離を移動した経過時間を判定してもよい(440)。次いで、移動距離及び経過時間に基づいて、血管の流速を算出してもよい(450)。流速が血管内における流体の速度である例においては、流速は、以下の式を使用することにより、算出されてもよい(450)。

この例においては、速度vは、血管内におけるボーラスの移動距離をボーラスがその距離を移動した経過時間ΔTによって除算することにより、算出されてもよい(450)。

いくつかの例においては、移動距離は、以下の式を使用することにより、血管の物理寸法及び所定量の流体の既知の容積に基づいて判定されてもよい430。

この例においては、移動距離Dは、所定量の流体の容積Volを血管の物理寸法Aによって除算することにより、判定されてもよい。いくつかの例においては、物理寸法は、血管の断面積であってもよい。このような例においては、血管の断面積によって所定量の流体の容積を除算することにより、所定量の流体の長手方向の寸法又は長さを生成してもよい。多くの例においては、所定量の流体の長さは、先程参照された流速の式における移動距離Dであってもよい。2013年3月15日付けで出願され、本譲受人に譲渡された米国特許出願第13/834,031号明細書(Multiple Transducer Delivery Device and Method)は、例えば、IVUSシステムを使用した血管の直径又は断面積に関する情報の収集について記述しており、且つ、この内容は、引用により、そのすべてが本明細書に包含される。いくつかの例においては、計測エンジンは、所定量の流体の物理寸法及び容積を自動的に判定すると共に移動距離Dを算出するように構成されてもよい。いくつかの例においては、血管内の流体の速度は、以下の式を使用することにより、所定量の流体の容積Vol、血管の物理寸法A、及び経過時間ΔTに基づいて、判定されてもよい。

流速が、血管を通じた容積流速である例においては、血管内計測装置を使用し、血管の断面積を判定してもよく444、且つ、流速は、断面積に血管内の流体の速度を乗算することにより、算出されてもよい(450)。

いくつかの例においては、計測エンジンは、経過時間を算出するべく、生成されたデータ420に基づいて開始時間及び/又は終了時間を判定するように構成されてもよい。例えば、超音波技術を利用する計測エンジンは、ボーラスが移動距離を移動する経過時間を判定するべく(440)、血管内の流体のスペックル密度を生成するように構成されてもよい。開始時間及び/又は終了時間を判定するべく、スペックル密度を使用し、血管内の所定量の流体の位置を検出してもよい。スペックルとは、物体内の構造が撮像システムによって解像されるには小さ過ぎるスケールである際に生成される斑点として一般に超音波画像内に出現する画像アーチファクトである。スペックルの密度(例えば、超音波画像内における斑点の密度)は、物体内の解像不能な構造の濃度と直接的に相関している。血液の内容物(例えば、赤血球、白血球、血小板)は、超音波トランスデューサによって解像されるには小さ過ぎることから、血液は、超音波画像内におけるスペックルの原因となる場合がある。一般に、スペックルは、小さいが潜在的に診断において重要である撮像特徴を隠蔽しうることから、望ましくない画像アーチファクトとして見なされている。血液によって引き起こされるスペックルを回避するために、多くの撮像システム(例えば、IVUS、OCT)は、血管を撮像する前に血管内の対象のエリアから血液を除去するべく、洗浄剤(例えば、生理食塩水、造影剤、リンガー溶液、デキストラン、乳酸塩溶液)を使用するように構成することができる。洗浄剤は、超音波トランスデューサによって放出される波長にとっては実質的に透明な流体であってもよい。

計測エンジンは、超音波データ内のスペックルの検出に基づいて、血管内における洗浄剤を有するボーラスの位置を検出するように、構成されてもよい。この例においては、計測エンジンがスペックル密度を生成するように構成されており、スペックル密度がハイ(例えば、血液によって生成されたスペックル)からロー(例えば、洗浄剤におけるスペックルの不存在)に変化した際に、ボーラスのリーディングエッジが検出されてもよい。同様に、スペックル密度がロー(例えば、洗浄剤)からハイ(例えば、血液)に変化した際に、ボーラスのトレーリングエッジが検出されてもよい。いくつかの例においては、1つ又は複数のスペックル密度閾値を使用することにより、ボーラスのリーディングエッジ又はトレーリングエッジが超音波トランスデューサによって検出される瞬間に対応する開始及び/又は終了時間を判定してもよい。いくつかの例においては、スペックル密度閾値は、既定されてもよく、且つ/又は、ユーザーによって選択されてもよい。その他の例においては、計測エンジンは、システムの構成及び/又は用途の特定の撮像条件に基づいてスペックル密度を自動的に判定するように、構成されてもよい。

同様の方法を使用することにより、IVUS以外の撮像技術を使用してボーラスの位置を判定してもよい。例えば、上述の方法は、OCT技術を利用した計測エンジン用に適合されてもよい。例えば、ボーラスは、光学的に透明な洗浄剤を有してもよい。スペックル密度を検出する代わりに、OCTは、ボーラスの位置を判定するべく、血管内の光学的透明度を検出してもよい。この結果、いくつかの例においては、光学透明度閾値を使用し、ボーラスの位置を検出してもよい。

以下、図5A〜図6を参照し、方法400について説明する。図5A〜図5Cは、患者の血管520内のカテーテル組立体500の断面図である。この例においては、カテーテル組立体500は、注入ポート502と、超音波トランスデューサ504を含む血管内計測装置503と、を含んでもよい。カテーテル組立体500は、流体のボーラスを注入ポート502を介して血管520内に供給するように構成されてもよい。流体のボーラスは、洗浄剤を有してもよい。図5A、図5B、及び図5Cのシーケンスは、それぞれ、ボーラス530の注入の最中及び後の連続的な時点A、B、及びCにおける血管520内における流体のボーラス530の位置を示している。図5Aは、時点Aに対応しており、ここで、まず、ボーラス530が血管520に注入されている。時点Aの後に、ボーラス530は、超音波トランスデューサ504に向って、血流522によって強制的に移動する。図5Bは、時点Bに対応しており、ここで、ボーラス530のリーディングエッジ532が超音波トランスデューサ504に到達している。時点Cの後に、ボーラス530は、超音波トランスデューサ504に跨って、血流522によって継続して強制的に移動する。図5Cは、時点Cに対応しており、ここで、ボーラス530のトレーリングエッジ534が超音波トランスデューサに到達している。いくつかの例においては、血管を通じた流速は、地点A及びBの間において、時点A及びCの間において、且つ/又は時点B及びCの間において、算出されてもよい。

いくつかの例においては、図4の方法400を使用し、時点A及びBの間において血管を通じた流量を判定してもよい。図4及び図5A及び図5Bを参照すれば、流体のボーラス530は、カテーテル組立体500の注入ポート502を介して血管520内に供給されてもよい(410)。次いで、血管内計測装置503が、血管を撮像してもよく、且つ、計測エンジンによって受け取られることになる超音波データを生成してもよい(420)。計測エンジンは、注入ポート502と超音波トランスデューサ504の間において移動距離550を判定するように(430)、構成されてもよい。いくつかの例においては、カテーテル組立体500が、注入ポートと超音波トランスデューサの間の距離が固定されるように構成されている場合には、移動距離550は、既定のものであってもよい。いくつかの例においては、カテーテル組立体が線形平行運度(即ち、引戻し及び押出し動作)のために構成されている場合には、注入ポート502と超音波トランスデューサ504の間の距離が変化してもよい。このような例においては、計測エンジンは、線形平行運動システムと通信して注入ポートとの関係における超音波トランスデューサの物理的位置を取得及び/又は算出することにより、移動距離550を判定するように、構成されてもよい。

計測エンジンは、ボーラス530が移動距離550を移動する経過時間を判定するように(440)、構成されてもよい。上述のように、経過時間は、開始時間及び終了時間を判定することにより、算出されてもよい。この例においては、開始時間は、時点Aに対応しており、ここで、ボーラスが血管内に導入されている。計測システムが手動注入システム(例えば、注射器)を含む例においては、開始時間は、システムのユーザーによって判定及び記録されてもよい。いくつかの例においては、計測エンジンは、ボーラスが供給された際に計測エンジンが注入の時間を判定することができるように、注入システムとの通信状態にあってもよい。計測システムが、自動化/同期化された注入システムを含む例においては、計測エンジンは、ボーラスの供給を自動的にトリガすると共に供給の時間を記録するように構成されてもよい。

この例においては、終了時間は、時点Bに対応しており、ここで、ボーラスのリーディングエッジ532が超音波トランスデューサ504に到達している。上述のように、計測エンジンは、生成された超音波データ420に基づいてスペックル密度を生成すると共に生成されたスペックル密度の変化に基づいてボーラスのリーディングエッジ532を識別するように、構成されてもよい。例えば、時点Aにおいて図5Aにおいて生成された超音波データは、高いスペックル密度と関連していてもよく、その理由は、超音波トランスデューサ504が血液によって取り囲まれているからである。対照的に、時点Bにおいて図5Bにおいて生成された超音波データは、超音波トランスデューサ504が洗浄剤と血液の混合物を有する流体によって取り囲まれていることから、相対的に低いスペックル密度と関連していてもよい。上述のように、いくつかの例においては、リーディングエッジ532は、生成されたスペックル密度がとハイ(例えば、血液)からロー(例えば、洗浄剤)の方へ向かって既定のスペックル密度閾値を超えるときに基づいて検出されてもよい。この結果、終了時間、即ち、この例においては、時点Bは、スペックル密度がハイからローの方へ向かって既定のスペックル密度閾値を超える(渡る)ときである。次いで、開始時間と終了時間の間の時間を算出することにより、経過時間が判定されてもよい(440)。次いで、移動距離550を経過時間によって除算することにより、時点Aと時点Bの間における血管を通じた流速が算出されてもよい(450)。

いくつかの例においては、図4の方法400を使用し、時点B及びCの間における血管を通じた流量を判定してもよい。図4及び図5B及び図5Cを参照すれば、流体530のボーラスが供給されてもよく(410)、且つ、時点A及びBの間における流量の判定との関連において上述したステップに類似したステップを使用することにより、データが生成されてもよい(420)。但し、この例においては、開始時間は、リーディングエッジ532が超音波トランスデューサ504に到達する時点Bに対応することになり、且つ、終了時間は、トレーリングエッジ534が超音波トランスデューサに到達する時点Cに対応することになろう。いくつかの例においては、リーディングエッジ532は、生成されたスペックル密度がハイ(例えば、血液)からロー(例えば、洗浄剤)の方へ向かって既定のスペックル密度閾値を超えるときに基づいて検出されてもよく、且つ、開始時間は、リーディングエッジが検出された際に基づいて判定されてもよい。同様に、トレーリングエッジ534は、生成されたスペックル密度がロー(例えば、洗浄剤)からハイ(例えば、血液)の方へ向かって既定のスペックル密度閾値を超えるときに基づいて検出されてもよく、且つ、終了時間は、トレーリングエッジが検出された際に基づいて判定されてもよい。いくつかの例においては、第1既定スペックル密度閾値を使用して開始時間を判定してもよく、且つ、第2既定スペックル密度閾値を使用して終了時間を判定してもよい。

更には、この例においては、移動距離552が、流体のボーラスの長手方向の寸法又は長さに対応しており、且つ、血管の物理寸法(例えば、血管の断面積)及び流体のボーラスの既知の容積に基づいて判定されてもよい(430)。上述のように、計測エンジンは、血管の断面積又は直径を算出するように構成されてもよい。更には、計測エンジンは、血管内に注入されたボーラスの容積を自動的に判定及び/又は計測するように構成されてもよい。移動距離552は、流体のボーラスの既知の容積及び血管の断面積に基づいて判定されてもよい。いくつかの実施形態においては、時点Bと時点Cの間において、ボーラス530の全体長が超音波トランスデューサ540を通過していることから、移動距離552は、ボーラス530の容積を血管520の断面積によって除算したものであってもよい。この結果、時点Bと時点Cの間における血管を通じた流速は、移動距離552を経過時間によって除算することにより、算出されてもよい(450)。いくつかの例においては、流速は、流体の既知の容積を血管の断面積と経過時間の積によって除算することにより、算出されてもよい(450)。

いくつかの例においては、図4の方法400を使用し、時点A及びCの間において血管を通じた流量を判定してもよい。図4及び図5A及び図5Cを参照すれば、流体のボーラス530が供給されてもよく(410)、且つ、時点A及びB並びに時点B及びCの間における流量の判定との関連において上述したステップと類似したステップを使用することにより、データが生成されてもよい(420)。ボーラス530の移動距離554は、移動距離550と移動距離552の合計に等しい。移動距離550及び移動距離552は、それぞれ、時点A及びBの間における並びに時点B及びCの間における流量の判定との関連において上述したステップを使用することにより、判定されてもよい。この例においては、経過時間は、ボーラス530のトレーリングエッジ534が超音波トランスデューサ504に到達する時点Cに対応している終了時間に基づいて判定されてもよい(440)。いくつかの例においては、トレーリングエッジ534は、生成されたスペックル密度がロー(例えば、洗浄剤)からハイ(例えば、血液)の方へ向かって既定のスペックル密度閾値を超えるときに基づいて検出されてもよい。この結果、終了時間、即ち、この例においては、時点Cは、スペックル密度がローからハイの方へ向かって既定のスペックル密度閾値を超えるときである。後述するように、流体の乱流及び/又は血管内における血液の再循環により、ボーラス530のトレーリングエッジ534との比較において、リーディングエッジ532の形状の不一致が生じる場合があり、且つ、従って、流量が時点A及びB又は時点A及びCの間のいずれにおいて計測されるのかに応じて、異なる既定のスペックル密度閾値を使用してもよいことを理解されたい。

いくつかの例においては、計測エンジンは、上述の例のうちの1つ又はすべてを使用することにより、複数の流速を算出するように構成されてもよい。例えば、計測エンジンは、時点A及びB、A及びC、並びに、B及びCの間において流速を算出するように構成されてもよい。算出された複数の流速は、潜在的な誤差を均一にするべく平均化されてもよく、或いは、範囲外の結果を除去するべく比較されてもよい。

図6は、時間に伴って計測エンジンによって生成されるスペックル密度602のプロット600である。図6及び図5A〜図5Cを参照すれば、プロット600は、それぞれ、図5A及び図5Cに対応する時点A及びBと、図5Cに対応する時点C1及びC2と、を含む。スペックル密度602は、ボーラス530のリーディングエッジ532に対応する第1部分604と、ボーラスのトレーリングエッジ534に対応する第2部分606と、を含む。又、プロット600は、それぞれ、第1及び第2既定スペックル密度閾値620及び622を含み、これら第1及び第2既定スペックル密度閾値620及び622は、リーディングエッジ532及びトレーリングエッジ534が超音波トランスデューサ504に到達したときを判定するべく、単独で又は組合せにおいて、使用されてもよい。

この例においては、時点Aは、血管520への流体のボーラス530の初期注入に対応している。この時点において、超音波トランスデューサ504は、血液によって取り囲まれており、従って、時点Aにおけるスペックル密度602は高い。プロット600に示されているように、ボーラスのリーディングエッジ532が超音波トランスデューサ504に接近するのに伴って、トランスデューサは、血液と洗浄剤の混合物によって取り囲まれることになる。この結果、スペックル密度602は、ボーラス530のリーディングエッジが超音波トランスデューサ504に接近するのに伴って、継続的に低下する。この例においては、計測エンジンは、スペックル密度602がハイからローへ第1既定スペックル密度閾値620を超える(渡る)ときに、ボーラス530のリーディングエッジが時点Bにおいて超音波トランスデューサ504に到達したと判定してもよい。同様に、いくつかの例においては、計測エンジンは、スペックル密度602がローからハイへ第1既定スペックル密度閾値620を超えるときに、ボーラス530のトレーリングエッジ534が時点C1において超音波トランスデューサに到達したと判定してもよい。

いくつかの例においては、計測エンジンは、複数の既定のスペックル密度閾値を使用するように構成されてもよい。例えば、計測エンジンは、それぞれ、第1及び第2既定スペックル密度閾値620及び622を使用してボーラスのリーディングエッジ及びボーラスのトレーリングエッジが超音波トランスデューサ504に到達した際を判定するように構成されてもよい。この結果、計測エンジンは、スペックル密度602がローからハイへ第2既定スペックル密度閾値を超えるときに、ボーラス530のトレーリングエッジ534が時点C2において超音波トランスデューサと交差したと判定してもよい。ボーラスのリーディングエッジとトレーリングエッジの間の不一致を生成しうる血液の再循環が血管内に存在している場合には、複数の既定スペックル密度閾値の使用が有利であろう。

いくつかの例においては、計測システムは、注入システムとの通信状態にあると共に/又はこれに対して同期化された計測エンジンを含んでもよい。上述のように、患者の血管内に供給された流体は、血管内の血液を変位させてもよい。多くの例においては、流体が血管内において血液を変位させる時間量を低減するべく、注入される流体の量を極小化することが有益であろう。血液の変位の期間の長期化は、酸素欠乏症状を出現させる場合があり、この結果、変位の下流の組織がストレスを経験する場合がある。図7Aは、血管内の対象のエリアから血液を手動で除去すると共に計測エンジンを使用して対象のエリアを撮像する一般的な方法を示している。ステップ702において、計測エンジンは、スキャニングを開始してもよい。ステップ704において、対象のエリア内において血液を変位させるべく、流体が血管に手動で注入されてもよい。血液が変位した後に、ユーザーは、ステップ708において、計測エンジンを使用した対象のエリアの撮像を開始してもよい。

図7Aに示されているように、ユーザーは、血液が変位するや否や、ステップ708において撮像を即座に開始しない場合があることから、ユーザーの遅延により、対象のエリアの撮像を実行するために必要とされるものを上回る長期にわたって血液が血管から変位する場合がある。更には、ユーザーは、撮像が完了した後に、即座に、血液を変位させた手動注入を停止させない場合もある。この結果、撮像が開始される前に期間710にわたって、且つ、撮像が完了した後に期間712にわたって、画像の品質に対するなんらかの利益の提供をも伴うことなしに、不必要に血液が血管から変位されることになる。

図7Bは、撮像の際に血液の変位が極小化されている一例を示している。この例においては、計測エンジンは、注入システムとの通信状態にあってもよく、且つ、/又は、これと同期化されていてもよい。図7Bに示されているように、計測エンジンは、ステップ732においてスキャニングを開始してもよく、且つ、血管内において血液を変位させるべく、流体がステップ734において血管に自動的に注入されてもよい。いくつかの例においては、注入のトリガと流体による血管からの血液の実際の除去の間の遅延を考慮するべく、計測エンジンは、撮像を遅延させるように構成されてもよい。遅延の期間は、流体が注入システムから対象のエリアまで移動するのに所要する時間の長さであってもよい。遅延の後に、計測エンジンは、ステップ738において、対象のエリアの撮像を開始してもよい。適切に同期化された際に、計測エンジンは、血液が血管から変位した直後に、撮像を開始することになる。図示のように、血液が変位しており、且つ、撮像が発生していない期間710が大幅に低減されることになろう。又、同様の遅延は、撮像の終了時点において使用されてもよい。例えば、注入システムは、計測エンジンが撮像を停止する前に、ステップ740において流体の供給を停止するように、構成されてもよい。既定の遅延の後に、計測エンジンは、ステップ744において撮像を停止してもよい。適切に同期化された際に、計測エンジンは、血液が対象のエリアに戻る直前に、撮像を停止することになる。

いくつかの例においては、計測エンジンは、流体を自動的に供給するように注入システムをトリガするべく構成されてもよい。いくつかの例においては、計測エンジンは、流体の供給を停止するように注入システムに対して通信するべく構成されてもよい。

計測エンジンと注入システムの間における通信及び/又は同期化に伴うその他の利点には、血管を通じた流量の相対的に高い計測精度が含まれよう。例えば、開始時間は、手動注入システムの使用との比較において、計測エンジンと注入システムの間における同期化及び/又は通信に基づいて、相対的に正確に判定されることになろう。血流は、患者の脈管構造内において最大で1メートル/秒の速度に到達する場合があることから、開始時間の記録の遅延は、大きな誤差を流量計測に導入することになろう。いくつかの例においては、計測エンジンは、計測動作において画像フィルタリング機能を自動的に無効化するべく、注入システムと同期化されてもよい。例えば、多くのIVUS撮像システムは、超音波画像内においてスペックルによって生成される画像アーチファクトを低減するためのフィルタリング機能を含む。スペックルの低減は、撮像のために有利である一方で、血液と洗浄剤の間のスペックル密度のコントラストを低減し、且つ、ボーラスのリーディング及びトレーリングエッジの検出を妨げる場合がある。従って、計測エンジンが注入システムと同期化されると共に/又はこれとの通信状態にあるシステムにおいて、相対的に高い計測精度が実現されることになろう。

当業者は、本開示において記述されている技法は、少なくとも部分的に、ハードウェア、ソフトウェア、ファームウェア、或いは、これらの任意の組合せにおいて、実装されてもよいことを理解するであろう。例えば、記述されている技法の様々な態様は、1つ又は複数のマイクロプロセッサ、デジタル信号プロセッサ(DSP)、ASIC(Application Specific Integrated Circuit)、FPGA(Field Programmable Gate Array)、又は任意のその他の等価な集積された又は別個の論理回路、並びに、これらのコンポーネントの任意の組合せを含む1つ又は複数のプロセッサにおいて実装されてもよい。「プロセッサ」という用語は、一般に、単独の、或いは、その他の論理回路との組合せにおける、上述の論理回路のいずれか、或いは、任意のその他の等価な回路を意味してもよい。又、ハードウェアを有する制御ユニットも、本開示の技法のうちの1つ又は複数を実行してもよい。

このようなハードウェア、ソフトウェア、及びファームウェアは、本開示において記述されている様々な動作及び機能をサポートするべく、同一の装置において、又は別個の装置において、実装されてもよい。更には、記述されているユニット、モジュール、又はコンポーネントのうちのいずれかは、別個であるが相互運用可能である論理装置として、一緒に又は別個に、実装されてもよい。モジュール又はユニットとしての異なる特徴の表現は、異なる機能的な側面の強調を意図したものであり、且つ、必ずしも、そのようなモジュール又はユニットが別個のハードウェア又はソフトウェアコンポーネントによって実現されなければならないことを意味するものではない。むしろ、1つ又は複数のモジュール又はユニットと関連付けられている機能は、別個のハードウェア又はソフトウェアコンポーネントによって実行されてもよく、或いは、共通の又は別個のハードウェア又はソフトウェアコンポーネント内において統合されてもよい。

更には、本開示において記述されている技法は、命令を収容するコンピュータ可読ストレージ媒体などの一時的ではないコンピュータ可読媒体内において実施又は符号化されてもよい。コンピュータ可読ストレージ媒体内に埋め込まれた又は符号化された命令は、プログラム可能なプロセッサ又はその他のプロセッサに、例えば、命令が実行された際に、方法を実行させてもよい。一時的ではないコンピュータ可読ストレージ媒体は、例えば、ランダムアクセスメモリ(Ramdom Access Memory:RAM)、読出し専用メモリ(Read Only Memory:ROM)、プログラム可能な読み出し専用メモリ(Programmable Read Only Memory:PROM)、消去可能なプログラム可能な読出し専用メモリ(Erasable Programmable Read Only Memory:EPROM)、電子的に消去可能なプログラム可能な読出し専用メモリ(Electronically Erasable Programmable Read Only Memory:EEPROM)、フラッシュメモリ、ハードディスク、CD−ROM、フロッピーディスク(登録商標)、カセット、磁気媒体、光媒体、又はその他のコンピュータ可読媒体を含む揮発性及び/又は不揮発性メモリの形態を含んでもよい。

以上、本発明の様々な例について説明した。特定の開示されている実施形態を参照し、本発明について、かなり詳細に説明したが、これらの実施形態は、限定ではなく、例示を目的として提示されたものである。本発明を内蔵するその他の実施形態が可能である。当業者は、本発明の精神及び添付の請求項の範囲を逸脱することなしに、様々な変更、適合、及び変形が実施されてもよいことを理解するであろう。

Claims (30)

  1. エネルギーを放出すると共に受取り且つ計測データを生成するように構成された計測モジュールを有する血管内計測装置を含むカテーテル組立体であって、所定量の流体を患者の血管に導入するように構成されたカテーテル組立体と、
    少なくとも1つのプロセッサを有する、前記血管内計測装置との通信状態にある計測エンジンであって、
    前記血管内計測装置から前記計測データを受け取り、
    前記少なくとも1つのプロセッサを使用して、前記計測データに基づいてスペックル密度値を生成し、該スペックル密度値は前記血管内の解像不能な構造の濃度に相関しており、
    前記血管の既定の部分への前記所定量の流体の導入と関連付けられた開始時間を判定し、
    前記少なくとも1つのプロセッサを使用し、前記計測データに基づいて終了時間を判定し、
    前記少なくとも1つのプロセッサを使用し、前記開始時間及び前記終了時間に基づいて経過時間を算出し、前記開始時間及び/又は前記終了時間は前記スペックル密度値が既定のスペックル密度閾値を超えるときであり、且つ、
    前記少なくとも1つのプロセッサを使用し、前記経過時間及び前記経過時間における前記所定量の流体の移動距離に基づいて前記血管を通じた流速を算出する、
    ように構成された計測エンジンと、
    を有するシステム。
  2. 前記計測エンジンは、前記少なくとも1つのプロセッサを使用し、前記計測データに基づいて前記血管の物理寸法を判定すると共に前記血管の前記物理寸法に基づいて前記流速を算出するように、更に構成されている請求項1に記載のシステム。
  3. 前記物理寸法は前記血管の断面積である請求項2に記載のシステム。
  4. 前記計測エンジンは、前記所定量の流体の既知の容積及び前記血管の前記断面積に基づいて前記経過時間における前記所定量の流体の前記移動距離を判定するように構成されている請求項3に記載のシステム。
  5. 前記計測エンジンは、前記血管の前記断面積と、前記経過時間における前記所定量の流体の前記移動距離と前記経過時間の比とを乗算することにより、前記流速を算出するように構成されている請求項3に記載のシステム。
  6. 前記計測エンジンは、前記経過時間における前記所定量の流体の前記移動距離を前記経過時間によって除算することにより、前記流速を算出するように構成されている請求項1に記載のシステム。
  7. 前記開始時間は前記所定量の流体が前記血管に導入された時である請求項1に記載のシステム。
  8. 前記血管内計測装置はIVUS撮像プローブである請求項1に記載のシステム。
  9. 前記終了時間は前記スペックル密度値が前記既定のスペックル密度閾値を超えるときである請求項8に記載のシステム。
  10. 前記終了時間は、前記スペックル密度値が相対的に高いスペックル密度値から相対的に低いスペックル密度値の方へ向かって前記既定のスペックル密度閾値を超えるときである請求項9に記載のシステム。
  11. 前記終了時間は、前記スペックル密度値が相対的に低いスペックル密度値から相対的に高いスペックル密度値の方へ向かって前記既定のスペックル密度閾値を超えるときである請求項9に記載のシステム。
  12. 前記開始時間は、前記スペックル密度値が第1の相対的に高いスペックル密度値から第1の相対的に低いスペックル密度値の方へ向かって第1既定スペックル密度閾値を超えるときであり、且つ、前記終了時間は、前記スペックル密度値が第2の相対的に低いスペックル密度値から第2の相対的に高いスペックル密度値の方へ向かって第2既定スペックル密度閾値を超えるときである請求項1に記載のシステム。
  13. 前記計測エンジンは、前記所定量の流体が前記患者の前記血管に導入されるところと前記計測モジュールが配置されているところの間の距離に基づいて前記経過時間における前記所定量の流体の前記移動距離を判定するように構成されている請求項1に記載のシステム。
  14. 前記所定量の流体は造影剤である請求項1に記載のシステム。
  15. 前記所定量の流体は生理食塩水溶液である請求項1に記載のシステム。
  16. 前記血管内計測装置は40MHz以上の周波数において超音波エネルギーを放出すると共に受け取るように構成されている請求項1に記載のシステム。
  17. 前記所定量の流体を前記患者の前記血管内に供給するように構成された注入システムを更に有し、前記計測エンジンは、前記注入システムによる前記所定量の流体の供給に応答して前記患者の前記血管内における流速を自動的に計測するように構成されている請求項1に記載のシステム。
  18. 保存されたコンピュータ実行可能命令を有する一時的ではないコンピュータ可読ストレージ物品であって、
    前記コンピュータ実行可能命令は、少なくとも1つのプログラム可能プロセッサが、
    計測モジュールを有する血管内計測装置によって取得された患者の血管の計測データを受け取り、
    前記計測データに基づいてスペックル密度値を生成し、該スペックル密度値は前記血管内の解像不能な構造の濃度に相関しており、
    前記血管の既定の部分への所定量の流体の導入と関連付けられた開始時間を判定し、
    前記計測データに基づいて終了時間を判定し、
    前記開始時間及び前記終了時間に基づいて経過時間を算出し、前記開始時間及び/又は前記終了時間は前記スペックル密度値が既定のスペックル密度閾値を超えるときであり、且つ、
    前記経過時間及び前記経過時間における前記所定量の流体の移動距離に基づいて前記血管を通じた流速を算出する、
    コンピュータ可読ストレージ物品。
  19. 前記少なくとも1つのプログラム可能プロセッサが、前記計測データに基づいて前記血管の物理寸法を判定すると共に前記血管の前記物理寸法に基づいて前記流速を算出するようにさせる実行可能命令を更に有する請求項18に記載のコンピュータ可読ストレージ物品。
  20. 前記物理寸法は前記血管の断面積を有する請求項19に記載のコンピュータ可読ストレージ物品。
  21. 前記少なくとも1つのプログラム可能プロセッサが、前記所定量の流体の既知の容積及び前記血管の前記断面積に基づいて前記経過時間における前記所定量の流体の前記移動距離を判定するようにさせる実行可能命令を更に有する請求項20に記載のコンピュータ可読ストレージ物品。
  22. 前記流速は、前記血管の前記断面積と、前記経過時間における前記所定量の流体の前記移動距離と前記経過時間の比と、を乗算することにより算出される請求項20に記載のコンピュータ可読ストレージ物品。
  23. 前記流速は前記経過時間における前記所定量の流体の前記移動距離を前記経過時間によって除算することにより算出される請求項18に記載のコンピュータ可読ストレージ物品。
  24. 前記開始時間は前記所定量の流体が前記血管に導入されるときである請求項18に記載のコンピュータ可読ストレージ物品。
  25. 前記血管内計測装置はIVUS撮像プローブである請求項18に記載のコンピュータ可読ストレージ物品。
  26. 前記終了時間は、前記スペックル密度値が前記既定のスペックル密度閾値と超えるときである請求項25に記載のコンピュータ可読ストレージ物品。
  27. 前記終了時間は、前記スペックル密度値が相対的に高いスペックル密度値から相対的に低いスペックル密度値の方へ向かって前記既定のスペックル密度閾値を超えるときである請求項26に記載のコンピュータ可読ストレージ物品。
  28. 前記終了時間は、前記スペックル密度値が相対的に低いスペックル密度値から相対的に高いスペックル密度値の方へ向かって前記既定のスペックル密度閾値を超えるときである請求項26に記載のコンピュータ可読ストレージ物品。
  29. 前記開始時間は、前記スペックル密度値が第1の相対的に高いスペックル密度値から第1の相対的に低いスペックル密度値の方へ向かって第1既定スペックル密度閾値を超えるときであり、且つ、前記終了時間は、前記スペックル密度値が相対的に低いスペックル密度値から相対的に高いスペックル密度値の方へ向かって第2既定スペックル密度閾値を超えるときである請求項18に記載のコンピュータ可読ストレージ物品。
  30. 前記少なくとも1つのプログラム可能プロセッサが、前記所定量の流体が前記患者の前記血管に導入されるところと前記計測モジュールが配置されるところの間の距離に基づいて前記経過時間における前記所定量の流体の前記移動距離を判定するようにさせる実行可能命令を更に有する請求項18に記載のコンピュータ可読ストレージ物品。
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